FR 2706275 A1 19941223 FR 9406796 A 19940603 INSTALLATION DE MAMMOGRAPHIE PAR ULTRASONS, A HAUTE RESOLUTION ET FORT CONTRASTE, AVEC APPAREIL DE SURVEILLANCE CARDIAOUE ET SCANOGRAPHE A RESEAU EMETTANT PAR LES BORDS La présente invention concerne des installations de :D mammographie et, plus particulièrement, des installations de mammographie par ultrasons ainsi que des scanographes à ultrasons destinés à celles-ci. La mammographie est un terme général utilisé dans la présente pour désigner diverses techniques grâce -10 auxquelles on peut réaliser une image du sein, normalement à des fins de diagnostic médical. Toutefois, le terme de mammographie a été utilisé par ailleurs, et continu à être utilisé, dans un sens plus restrictif pour désigner la formation d'image du sein par rayons X puisque les techniques faisant appel aux rayons X ont généralement donné les meilleurs résultats d'image à ce jour et ont, par conséquent, été les techniques les plus largement utilisées. Bien que la mammographie par rayons X ait été largement utilisée, et avec succès, pour la détection des cancers du sein, elle présente néanmoins des inconvénients qui lui sont associés. Tout d'abord, une technique de mammographie par rayons X crée un danger d'exposition aux radiations qu'il est souhaitable d'éviter si d'autres alternatives sont disponibles. En outre, la technique de mammographie par rayons X est typiquement limitée par une limite de la capacité de l'équipement concernant la profondeur à laquelle on peut réaliser une image efficace de la poitrine. De ce fait, la formation d'une image efficace de la poitrine avec une mammographie aux rayons X nécessite souvent des procédures de compression des seins qui sont habituellement douloureuses. La mammographie par rayons X s'est avérée également d'une efficacité limitée pour des femmes plus jeunes. Comme divulgué dans l'article intitulé ""Ultrasound Breast Imaging -- the méthod of Choice for Examining the Young Patient" et- publié par Patricia Harper et associés dans la revue Ultrasound in Med. & Biol. en 1981 en Grande Bretagne, la formation d'images radiographiques n'a pas amélioré de façon significative la précision du diagnostic sur des masses présentes dans les seins denses de femmes jeunes. Donc, comme indiqué dans cet article, les seins de la majorité des patientes âgées de moins de 30 ans présentent une prédominance de tissus glandulaires et sont habituellement caractérisés, à des fins d'imagerie radiographique, comme des "seins denses". Le terme de seins denses utilisé en mammographie par rayons X désigne une poitrine qui contient une prédominance de tissus denses comme les tissus glandulaires et qui donne, aux kilo voltages utilisés en mammographie, un contraste médiocre entre le tissu prédominant et d'autres tissus mammaires, normaux ou pathologiques. La mammographie par rayons X est également quelque peu limitée du point de vue des dimensions de l'image. Ainsi, dans la technique de mammographie par rayons X, on projette sur une plaque bidimensionnelle la silhouette de toute une région tridimensionnelle du sein. Pour obtenir une image suivant une autre dimension, il faut prendre une autre image depuis un autre angle. On sait que des microcalcifications dans le tissu mammaire peuvent être un précurseur précoce d'une tumeur maligne. On a par conséquent déterminé que pour être efficaces du point de vue du diagnostic, les techniques de mammographie doivent avoir une résolution suffisamment importante pour détecter des microcalcifications ayant une taille de 100 microns ou moins. La mammographie par rayons X a été largement acceptée essentiellement parce qu'elle permet de détecter des microcalcifications aussi petites que 50 à 75 microns alors que d'autres techniques ne présentent pas une résolution aussi importante. Diverses autres techniques possibles de mammographie ont été déterminées comme peu prometteuses pour une utilisation clinique, comme décrit dans l'article de 1990 intitulé "Imaging Techniques Other than Mammography for the Detection and Diagnosis of Breast Cancer" et publié par E.A. Sickles dans Recent Results in Cancer Research. Ainsi, la scanographie tomographique assistée par ordinateur, utilisant des scanographes spécialement conçus pour la poitrine ou des scanographes conçus pour le corps tout entier, implique un coût d'examen élevé, l'administration intraveineuse d'iodure avec des doses de radiation supérieures à celles utilisées pour la mammographie par rayons X et une difficulté d'interprétation. Comme indiqué aussi dans l'article de 1990, les techniques de radiographie sont limitées par le problème fondamental de la diffusion de la lumière. L'imagerie par résonance magnétique a été indiquée comme prometteuse en tant qu'épreuve diagnostique complémentaire à la mammographie et à l'examen physique pour des lésions déjà détectées. Plus spécifiquement, la résonance magnétique peut être utile pour distinguer des masses solides malignes de masses bénignes avec suffisamment de précision pour pouvoir éviter une biopsie sur de nombreuses lésions bénignes. Une autre possibilité technologique qui a entretenu de loin le plus grand espoir d'amélioration des mammographies est l'utilisation de techniques sonographiques, comme indiquées par la plupart de la littérature publiée ces dix dernières années. Un article intitulé "Ultrasound Mamography" et publié par Par Harper, M.D. de University Park Press à Baltimore, propose une description du développement des techniques et appareils d'examen de la poitrine par ultrasons entre 1960 et 1980. Harper conclut qu'actuellement (c'est-à-dire à ce moment là), il y; a un empressement accru à reconnaître les bénéfices des ultrasons en tant que technique accessoire de la mammographie par rayons X et, dans certaines circonstances précisément spécifiées, en tant qu'unique modalité d'examen. Dans un article de 1983 intitulé "Breast Cancer Screening for Younger United States Women" et publié par Elisabeth Kelly Fry en 1981 dans Ultrasonic Examination of the Breast (John Willey & Sons), il est indiqué que la visualisation par ultrasons a été utilisée au Japon dans des investigations en cours pour le dépistage du cancer du sein avec des instruments similaires à ceux utilisés pour l'examen de patientes présentant des symptômes. L'article de Fry conclut que la technique d'examen primaire des seins disponible pour des femmes américaines ne présentant pas de symptômes et âgées de moins de 35 ans est la palpation manuelle, tandis qu'une utilisation limitée de la mammographie par rayons X a été recommandée pour des femmes âgées d'entre 35 et 50 ans. Fry indique en outre que la mammographie par rayons X n'est pas une technique de détection adéquate pour des femmes d'entre 35 et 50 ans qui ont des seins denses (c'est-à-dire sans graisse) si bien que certaines femmes de ce groupe d'âges dépendent de la palpation manuelle. Comme la palpation ne détecte généralement pas des tumeurs inférieures à 1 cm, elle présente une valeur limitée du point de vue de la détection précoce. Des efforts doivent être faits pour proposer une technique de dépistage non- ionisante pour l'examen de femmes adultes de moins de 50 ans, avec une attention particulière apportée aux femmes de moins de 35 ans. Fry recommande que des efforts intensifs soient faits aux Etats-Unis pour améliorer l'instrumentation par ultrasons afin qu'elle soit capable de détecter des cancers minimes dans cette population de femmes parmi laquelle de tels cancers précoces sont les plus susceptibles d'être trouvés, à savoir les femmes plus jeunes. Dans l'article de Sickles de 1990, le rôl61e clinique principal des ultrasons sur la poitrine est de faire la différence entre les kystes et les masses solides. En outre, les sonographes sont les plus utiles quand il est nécessaire de faire la différence entre kystes et solides pour des masses non palpables pour lesquelles l'aspiration est irréalisable (Kopans 1997; Sickles et associés 1984). Cette circonstance s'applique quand une masse non calcifiée et sans spicule est détectée par la seule mammographie. De façon similaire, dans un article de 1991 intitulé "Breast Sonography" et publié par Lawrence W. Bassett et Carolyn Kimme-Smith dans AJR 156, il est conclu qu'une installation sonographique pour la formation d'image de la poitrine s'est encore améliorée et que le rôl61e des sonographes mammaires a évolué pour être un accessoire indispensable à la mammographie par rayons X. Les sonographes mammaires, utilisant le matériel disponible aujourd'hui, ne sont pas utiles pour dépister le cancer du sein dans n'importe quel groupe d'âges. Leur principale utilisation porte sur la différentiation entre la nature kystique ou solide de masses palpables et visibles par la mammographie par rayons X. Un article de 1991 intitulé "Usefulness of Mammography and Sonography in Women Less than 35 Years of Age" et publié par L.W. Bassett, M.D. et al. dans Radiology présente une autre discussion de l'efficacité de l'utilisation de la mammographie par rayons X et de la sonographie de la poitrine pour des femmes plus jeunes. Il conclut que la mammographie est apparemment moins efficace dans l'évaluation de seins denses à la radio de femmes plus jeunes que lorsqu'il s'agit de seins moins denses à la radio de femmes plus âgées. Un article intitulé "Automated and Hand-held Breast US: Effect on Patient Management" et publié par L.W. Bassett, M.D. et associés dans Radiologyv indique que des appareils à ultrasons automatisés, conçus pour l'examen des -seins de patientes présentant des symptômes, ont été préconisés comme dispositifs possibles de dépistage du cancer du sein, avec des taux de détection approchant paraît-il ceux de la mammographie par rayons X. Certains chercheurs ont cependant rapporté un nombre significatif de cancers détectés par mammographie mais non détectés par ultrasons automatisés. Il a été récemment souligné que l'identification de lésions bénignes des seins par ultrasons sur des patientes ne présentant pas de symptômes ne doit pas être considérée comme utile parce qu'elle conduit souvent à des biopsies non nécessaires. Cependant, les ultrasons se sont avérés être utiles comme complément de la mammographie par rayons X dans des situations cliniques spécifiques. Leur rôle actuel le plus largement accepté est la différentiation entre les kystes et les masses solides détectés par palpation ou par mammographie par rayons X. Les résultats d'une étude portant sur des patientes montrent que même si les ultrasons, utilisant le matériel actuellement disponible, ne peuvent pas remplacer la manmmographie par rayons X dans le dépistage du cancer du sein, ils peuvent jouer un rôle important dans l'évaluation de patientes sélectionnées. Un article plus récent, de 1992, intitulé "Sonographic Demonstration and Evaluation of Microcalcifications in the Breast" et publié par W.J. Leucht, M.D. et associés dans Breast Dis conclut que l'investigation a montré qu'il était possible de faire une démonstration par ultrasons d'éléments corrélés à la microcalcification (comme des modifications des tissus ou des particules de calcium visualisées). Il est en outre indiqué qu'une sonographie mammaire préopératoire de routine est considérée comme utile car elle peut aider à déterminer la procédure opératoire correcte. Donc, des microcalcifications détectées par radiographie, qui suggèrent une tumeur maligne, peuvent être confirmées par une corrélation sonographique de microcalcification qui prédit une tumeur maligne. L'intérêt rapidement croissant pour des techniques de mammographie par ultrasons à très forte résolution, comme représenté par l'échantillonnage d'articles rapportés ci-dessus, est une réponse aux problèmes de risque de radiation et de douleur posés par la mammographie par rayons X et un souhait pour trouver un détecteur de tumeur plus efficace. Pour obtenir une résolution acoustique comparable à la résolution des rayons X, il est nécessaire de minimiser les problèmes de distorsion d'image dus à l'hétérogénéité de la poitrine. L'hétérogénéité résulte en différentes longueurs de trajet acoustique et en une variation de perte du trajet acoustique. Le coût de l'équipement est également un facteur important. Un procédé de scanographie acoustique doit également éliminer les effets de déplacement du corps pendant la scanographie. En général, ces problèmes peuvent être minimisés grâce à l'utilisation d'une installation de mammographie par ultrasons avec un scanographe ayant le réseau physique le plus petit possible et le nombre de points élémentaires le plus bas. Le coefficient d'absorption acoustique du tissu mammaire augmente rapidement avec la fréquence. Par conséquent, une pénétration suffisante du sein nécessite l'utilisation d'un réseau transducteur relativement grand et de fréquences relativement basses. Par exemple, pour obtenir une résolution de 100 bu au niveau de la paroi thoracique placée à 15 cm (6 pouces) en dessous de la sonde nécessite un réseau réel de 20 cm (8 pouces) de large, fonctionnant à 10 mHz. Les trajets de propagation des rayons entre le point de focalisation et différents points de ce réseau peuvent traverser par divers types de tissu et avoir différentes longueurs de trajet. Les distorsions de phase et d'amplitude du signal résultant dans le réseau d'analyse peuvent dégrader de façon significative la résolution. Un réseau d'analyse carré, totalement peuplé, de cette taille comporterait 7,1 x 106 points élémentaires. La fabrication d'un tel réseau d'analyse et de son circuit électronique associé est actuellement hors de portée de la technique. Le nombre élevé requis de points élémentaires donne également lieu à un problème de calculs excessifs dans une installation de mammographie par ultrasons. Le volume typique d'un sein est de 8,2 x 10-4 m3. Le volume de résolution acoustique que l'on peut obtenir est de 2,5 x -12 m3, ce qui fait que le volume d'un sein représente 3,28 x 108 cellules de résolution. Le réseau d'analyse fonctionne en profondeur dans le champ proche si bien que la charge de traitement est proportionnelle au produit du nombre de points élémentaires du réseau par le nombre de cellules de résolution. Le réseau réel d'analyse, carré, de cm (8 pouces), totalement peuplé, décrit ci-dessus nécessite approximativement 9,8 x 1014 multiplications réelles pour former l'image du volume du sein. La charge typique d'une clinique est de 100 poitrines par jour, si bien qu'il faudrait une vitesse de calcul de 1,1 x 1012 multiplications réelles par seconde. Cela est plusieurs ordres de grandeur au-delà des capacités pratiques d'une machine. Un réseau en croix de Mill réduit le nombre de points élémentaires par un facteur de N/2 o N est le nombre de points élémentaires sur un bord du réseau carré. Pour l'exemple choisi, la vitesse de multiplication réelle est réduite à 8,3 x 109 multiplications par seconde, ce qui est une valeur que l'on peut obtenir. Les dimensions maximales d'un réseau réel en croix de Mill sont toutefois les mêmes que celles du réseau plein si bien que les problèmes de distorsion des trajets acoustiques demeurent. Une dimension de la résolution de faisceau de la croix de Mill est donnée par le faisceau projecteur. La profondeur de champ autour de la plage de focalisation pour ce faisceau est très faible lorsqu'elle est appliquée au problème de la mammographie par ultrasons. Cela nécessite de refocaliser le projecteur pour typiquement 370 plans de profondeur en plus de sa plage typique de 1270 positions latérales. Le temps pour analyser un sein est d'approximativement 35 secondes. Avec une échelle de résolution de 100 microns, la poitrine bouge excessivement pendant ce temps là. Le dernier problème posé par le réseau réel en croix de Mill est la fabrication de ses deux réseaux réels de 20 cm (8 pouces) comportant approximativement 2667 éléments chacun. Cela est hors de portée de la technique actuelle. Si on réalise le réseau en croix de Mill en faisant balayer l'élément projecteur pour constituer un réseau artificiel et en récupérant les données avec un réseau hydrophone réel, on diminue suffisamment la charge de calcul du temps d'analyse. On ne diminue cependant pas suffisamment la taille du réseau et on n'évite pas non plus le problème de la fabrication du réseau hydrophone. On peut diminuer la complexité du réseau hydrophone en faisant balayer un seul élément hydrophone pour former artificiellement le réseau hydrophone. L'élément hydrophone balaye la longueur de son "réseau" pour chaque transmission du projecteur au niveau de points placés sur la longueur de son "réseau". Cela nécessite approximativement 24 secondes pour analyser un sein, ce qui est excessif. Dans la demande conjointe de brevet américain n 08/072806 intitulée "Sonar System Employing Synthetic Orthogonal Array" et déposée par B. Mitchell et G. Greene, un réseau artificiel en croix de Mill est réalisé avec des éléments appariés de manière à réduire le temps typique d'analyse d'un sein à 1,1 seconde. Les lobes latéraux du faisceau sont suffisamment faibles pour que le contraste soit acceptable dans certaines conditions mais le temps d'analyse est encore excessif pour éviter une dégradation de l'image due au mouvement du corps. Un élément unique peut balayer un cercle sur la région d'image pour former un réseau circulaire artificiel utilisé en mode projecteur. Le sein peut être analysé en 0,48 secondes, ce qui est acceptable. La réponse excessive des lobes latéraux résulte en un contraste insuffisant. Un élément unique peut également être utilisé pour former un réseau carré artificiel. Le temps d'analyse typique de 0,45 seconde pour un sein est acceptable. Le problème important des lobes latéraux qui résulte en un contraste faible est plus aigu que dans le cas du réseau circulaire artificiel. Pour être compétitif avec des procédés de dépistage par rayons X, les scanographes à ultrasons doivent donner une vitesse d'analyse, un contraste d'image et une résolution similaires, avec un coût de matériel acceptable. Les scanographes à ultrasons disponibles dans le commerce ne sont pas aujourd'hui utilisés pour le dépistage parce qu'ils donnent une vitesse suffisante et un coût faible grâce à un balayage dans une seule dimension, avec des réseaux linéaires de transducteurs à résolution relativement basse. Des améliorations ont été apportées à l'art antérieur grâce à la focalisation du faisceau, soit de façon électronique, soit de façon mécanique, dans la dimension latérale non analysée et grâce à l'utilisation d'un nombre limité de faisceaux parallèles dans la dimension non analysée. D'autres ont utilisé deux faisceaux individuels en éventail provenant de scanographes unidimensionnels et on fait balayer les faisceaux de manière orthogonale. Ces procédés se sont avérés inadéquates pour le dépistage du cancer du sein. Les meilleures résolutions de l'art antérieur vont de 400 à 100 microns et le contraste de l'image résultante est insuffisant pour voir des tumeurs ayant un diamètre inférieur à 5000 microns. Les procédés par rayons X détectent des microcalcifications de 100 microns de diamètre. Un obstacle essentiel à l'obtention d'une résolution ultrasonore tridimensionnelle très importante a été l'incapacité à obtenir un contraste d'image suffisant avec une vitesse d'analyse et un coût en matériel acceptables. Alors que l'intérêt pour la mammographie par ultrasons était très élevé, la résolution de l'analyse, le contraste de l'image et les problèmes de fabrication soulignés ci-dessus ont été un obstacle principal au développement de la mammographie par ultrasons pour qu'elle devienne une possibilité préférable à la mammographie par rayons X. L'invention de base divulguée dans la demande de brevet déjà citée sur laquelle est basée cette demande concerne l'amélioration de la détection du cancer du sein au moyen d'une installation de mammographie par ultrasons ainsi qu'un scanographe à ultrasons utilisé à cet effet qui permettent de réaliser, essentiellement de façon non douloureuse et sans irradiation, l'image du sein de manière fiable et avec une résolution suffisamment élevée pour que des microcalcifications inférieures à 100 microns puissent être détectées. L'invention divulguée dans la présente propose des caractéristiques supplémentaires pour l'installation de mammographie par ultrasons de l'invention de base, incluant l'intégration d'un circuit de surveillance cardiaque en vue d'une plus grande fiabilité du fonctionnement de l'installation de mammographie et, en outre, une structure de balayage améliorée et un fonctionnement du système permettant de donner un contraste d'image accru et un balayage de la cible plus rapide. Donc, une installation de mammographie par ultrasons comprend un réseau d'analyse artificiel ayant une frontière formée par des côtés prédéterminés comportant chacun des points de position successifs avec un espacement prédéterminé entre eux. Des moyens sont prévus pour envoyer des signaux acoustiques dans un volume mammaire que l'on veut analyser et pour recevoir des signaux réfléchis provenant du volume mammaire analysé. Les moyens de projection et les moyens de réception sont disposés en des emplacements prédéterminés sur les côtés du réseau d'analyse et des moyens sont prévus pour faire avancer pas à pas les moyens de projection et les moyens de réception d'un point à un autre le long des côtés du réseau afin de permettre d'effectuer un balayage du volume du sein. Les moyens de projection sont alimentés en énergie pour envoyer un signal acoustique dans le volume mammaire depuis chaque point auquel sont placés les moyens de projection. Des signaux électriques produits par les moyens de réception sont traités en réponse à des signaux acoustiques réfléchis reçus au niveau de chaque point auquel les moyens de réception ont été placés, pour donner de ce fait des données d'image concernant le volume mammaire analysé. Des moyens sont prévus pour commander la vitesse à laquelle les moyens d'avance pas à pas et d'alimentation en énergie sont actionnés afin que suffisamment de données de retour soient produites pour permettre d'exécuter normalement une analyse du sein en moins de temps que le temps compris entre les battements cardiaques de la patiente. Les données d'image sont traitées en vue d'une visualisation. Des moyens sont prévus pour surveiller le coeur de la patiente afin de produire une indication à chaque battement cardiaque. Des moyens sont prévus pour actionner le moyen d'avance pas à pas, le moyen d'alimentation en énergie et le moyen de commande de vitesse afin que le volume mammaire soit analysé après un battement cardiaque détecté et avant le prochain battement cardiaque. Selon un autre aspect de l'invention, les moyens de projection et de réception sont disposés et actionnés de façon à utiliser une largeur de faisceau qui fait que le volume mammaire analysé soit égal à une subdivision du volume du sein. Des moyens sont en outre prévus pour entraîner le réseau d'analyse vers des positions successives dans lesquelles le réseau d'analyse est actionné comme défini pour produire des analyses successives des subdivisions du volume du sein qui sont combinées pour former une image de tout le volume mammaire. Il faut comprendre qu'aussi bien la description générale précédente que la description détaillée suivante sont des exemples explicatifs et ne sont destinés qu'à fournir une meilleure compréhension de l'invention. Les dessins annexés, qui sont incorporés à la présente description dont ils font partie intégrante, représentent un mode préféré de réalisation de l'invention et, associés à la description, donnent une explication des objets, avantages et principes de l'invention. Dans les dessins: la figure 1 est une représentation schématique d'un réseau transducteur en croix de Mill de l'art antérieur; la figure 2 est une représentation schématique d'un réseau transducteur carré émettant par les bords de l'art antérieur; la figure 3 est une représentation schématique d'un réseau transducteur artificiel carré, émettant par les bords et à éléments appariés, utilisé dans l'installation de la figure 4; la figure 4 est un schéma synoptique du mode préféré de réalisation d'une sonde à ultrasons qui incorpore le réseau transducteur de la figure 3 et un appareil de surveillance cardiaque pour former une installation complète de mammographie par ultrasons; la figure 5 est un schéma synoptique d'un mécanisme de balayage des éléments transducteurs qui utilise des composants du commerce pour mettre en oeuvre et tester l'invention; la figure 6A montre un scanographe électronique à réseau linéaire utilisé dans un mode de réalisation de l'invention dans lequel des subdivisions de volume mammaire sont séquentiellement analysées pour donner une image tridimensionnelle du sein complet; les figures 6B et 6C sont des représentations schématiques qui montrent l'opération de commutation des réseaux linéaires de la figure 6A; et la figure 6D représente de manière schématique la façon dont le positionnement du scanographe est obtenu. Dans la figure 1, on voit représenté un réseau 100 en croix de Mill de l'art antérieur qui est formé de deux rangées linéaires de transducteurs. La croix de Mill est un concept de réseau qui a été utilisé en technologie des sonars pendant de nombreuses années. Une description limitée du réseau 100 en croix de Mill de l'art antérieur est donnée dans la présente pour faciliter la compréhension de l'invention. Le réseau 100 de l'art antérieur comprend des axes orthogonaux 102 et 104 de projecteurs et d'hydrophones. De petits éléments projecteurs acoustiques (non représentés) sont placés le long de l'axe Y 102. De petits éléments de réception hydrophones (non représentés) sont placés le long de l'axe X 104. Les éléments projecteurs envoient un faisceau acoustique qui est focalisé sur un cercle autour de l'axe Y. Les éléments hydrophones reçoivent un faisceau de réflexion acoustique focalisé depuis un cercle autour de l'axe X. Le point de résolution maximale dans les deux plans XZ et YZ est indiqué par le repère numérique 106. Une analyse acoustique d'un volume pour localiser des cibles dans trois dimensions nécessite un réseau d'analyse ayant au moins deux dimensions avec N éléments dans chaque dimension. Par rapport à un réseau bidimensionnel "plein", le réseau 100 en croix de Mill de l'art antérieur réduit le nombre requis d'éléments transducteurs de N2 à 2N. Comme indiqué précédemment dans la présente, la taille physique d'un réseau réel 100 en croix de Mill et celle d'un réseau bidimensionnel plein sont les mêmes. En outre, le problème de fabrication du réseau réel 100 en croix de Mill et de son circuit électronique pour une utilisation dans une installation de mammographie est difficile, voire impossible. Une installation sonographique améliorée comportant un nouveau réseau artificiel en croix de Mill avec des éléments appariés est décrite plus complètement dans la demande conjointe des Etats Unis d'Amérique déjà mentionnée N 08/072806. La figure 2 montre un réseau réel 110, carré, d'analyse émettant par les bords. Le réseau 110 émettant par les bords est en effet l'association d'une moitié en forme de L de chacun de deux réseaux en croix de Mill juxtaposés et peut donner la résolution d'image du réseau en croix de Mill avec une taille de réseau diminuée de moitié. Comme représenté, quatre réseaux rectilignes 112, 114, 116 et 118 forment les côtés "limites" du réseau 110 d'analyse émettant par les bords de l'art antérieur. Les côtés opposés 110 et 112 portent de petits éléments transducteurs projecteurs (non désignés) et les côtés opposés 114 et 116 portent de petits éléments transducteurs hydrophones (non désignés). Dans le réseau réel carré émettant par les bords de l'art antérieur, le nombre d'éléments projecteurs et d'éléments hydrophones est le même que dans le réseau réel en croix de Mill ayant la même résolution. Le projecteur est cependant bidimensionnel. Dans les applications en mammographie par ultrasons pour lesquelles la résolution de plage importante nécessite une focalisation de projecteur dans deux dimensions avec un temps de retard, le temps d'analyse est presque le carré du temps d'analyse d'un réseau réel en croix de Mill dont on a parlé précédemment. Le réseau réel carré émettant par les bords, avec ses grands réseaux de petits éléments très rapprochés et son temps d'analyse long, est inutilisable pour la mammographie. Selon un premier aspect de la présente invention, la disposition des réseaux linéaires hydrophones et projecteurs d'un réseau émettant par les bords est réalisée artificiellement d'une façon qui minimise la complexité et le temps d'analyse. D'une façon générale, la présente invention donne une installation améliorée de mammographie par ultrasons qui utilise un réseau artificiel et des concepts de réseaux émettant par les bords pour donner une analyse du sein complet avec une diminution significative de la taille du réseau d'analyse et du nombre d'éléments transducteurs. Un exemple du présent mode préféré de réalisation de l'invention est donné dans les dessins annexés et va maintenant être décrit en détail. Un réseau d'analyse 130 disposé d'après l'invention est représenté à la figure 3. Une structure de réseau artificiel diminue la complexité du matériel du réseau et résout les problèmes de profondeur de champ du projecteur en ayant les dimensions générales du réseau émettant par les bords. Le nombre d'éléments physiques est faible ce qui permet d'utiliser une large gamme de techniques connues de fabrication d'éléments. Par obtenir de façon fiable des images à forte résolution et contraste important, le volume dont on réalise l'image doit rester immobile pendant le temps o il est balayé. Dans le cas spécifique de la mammographie, le temps de balayage doit être inférieur au temps qui s'écoule entre des battements cardiaques, c'est- à-dire inférieur à environ 0,8 seconde. Comme décrit ultérieurement plus en détail dans la présente, l'invention utilise la surveillance cardiaque pour permettre une analyse synchronisée qui résulte de façon fiable en des images du sein à haute résolution. Les procédés de réseau artificiel ont généralement imité la technologie des réseaux radars artificiels aéroportés. Parmi ces procédés traditionnels, les plus communs sont la ligne rectiligne, la limite circulaire et la limite carrée. Comme noté précédemment, les configurations circulaires et carrées ont un temps d'analyse acceptable mais des niveaux inacceptables de lobes latéraux lorsqu'on analyse des seins. Le temps d'analyse de 1,1 seconde pour la croix de Mill artificielle à éléments appariés est également excessif. Grâce à l'incorporation de la méthodologie de réseau artificiel dans l'invention, la résolution accrue résulte en un réseau plus petit avec un temps d'analyse acceptable pour la mammographie. Selon un premier mode de réalisation de la présente invention, quatre éléments transducteurs, Hi, Pl, H2 et P2 sont mécaniquement déplacés le long de lignes rectilignes coplanairesi comme représenté à la figure 3, pour former un réseau d'analyse 130 à quatre côtés, et de préférence carré. Les éléments P1 et P2 sont projecteurs et les éléments Hi et H2 sont hydrophones. Les dimensions du réseau sont L x L. Un réseau rectangulaire émettant par les bords (non représenté) peut également être formé si la résolution de faisceau est différente suivant l'axe x et suivant l'axe y et si le nombre de points élémentaires le long des deux axes est le même. Pour former le réseau artificiel 130 émettant par les bords, chaque élément projecteur ou hydrophone est placé sur l'un des côtés limites en vue d'un déplacement pas à pas de point en point le long de ceux-ci. Les éléments respectifs démarrent aux coins respectifs du réseau carré 130. Au niveau du point d'angle de départ, le projecteur P1 émet d'abord un signal d'impulsions acoustiques et des données acoustiques rétrodiffusées sont recueillies par les deux hydrophones Hi et H2 et sont mémorisées. Le projecteur P2 transmet alors un signal d'impulsions acoustiques et les données de rétrodiffusion qui lui correspondent sont recueillies par les hydrophones Hi et H2 et mémorisées. Une fois que les données de rétrodiffusion ont été recueillies, les éléments projecteurs avancent le long de leurs lignes jusqu'à leurs positions suivantes. Ces positions de points élémentaires sont normalement espacées de façon uniforme mais l'espacement peut être variable et la séquence des positions ne déplace pas nécessairement les projecteurs de manière uniforme d'une extrémité à l'autre de leurs lignes respectives. Ils doivent cependant au bout du compte balayer complètement la longueur de la ligne. Les hydrophones Hi et H2 sont repositionnés le long de leurs lignes une fois que les projecteurs sont repositionnés. Leur séquence de positions peut correspondre à un espacement régulier ou aléatoire et ils peuvent se déplacer dans la même direction depuis une extrémité de leurs lignes jusqu'à l'autre ou se déplacer de façon aléatoire. Ils doivent cependant, au bout du compte, balayer totalement leurs longueurs de lignes et chaque point élémentaire hydrophone doit être apparié à un point élémentaire projecteur spécifique. Les deux procédés de base du balayage, uniforme ou aléatoire, résultent en des caractéristiques différentes pour la configuration de faisceau du réseau. Le procédé de traitement des données recueillies change également la configuration du faisceau. Le procédé de balayage et de traitement est choisi pour correspondre à l'utilisation. On obtient une résolution maximale en traitant les données sous la commande d'un calculateur programmé, de la façon suivante. Les échantillons de données enregistrées, recueillis aux instants requis pour que l'impulsion projetée se déplace de Pl jusqu'au point de focalisation et revienne à Hi, sont extraites pour chaque paire de positions P1/H1. Ces échantillons sont sommés sous forme complexe. Cette opération est répétée pour les associations P1/H2, P2/H1 et P2/H2. Il en résulte quatre nombres complexes. Les nombres P1/H1 et P2/H2 sont ajoutés comme le sont les nombres P1/H2 et P2/H1. Les amplitudes des deux nombres résultants sont multipliées. Le résultat est la réponse de faisceau décrite par l'équation (1). La logique nécessaire pour assurer ce traitement des données est réalisée dans une procédure programmée appropriée qui est exécutée par un bloc 37. EQUATION 1: REPONSE DE FAISCEAU DU RESEAU ARTIFICIEL EMETTANT PAR LES BORDS A ELEMENTS APPARIES sin(a) sin(b) f(x,y) a b dans laquelle a = 2L(x-vy) L2- X(-- + z20) b =2nL(x-vl L2 (-- + z20)+ Cette fonction de configuration de faisceau a approximativement quatre fois la résolution de la croix artificielle de Mill. Comme elle est produite par la multiplication de deux sorties de sous-réseaux qui ont des réponses de faisceau en éventail, elle n'est pas applicable dans un volume fortement réfléchissant comme un sein humain en raison de la perte de contraste. Elle peut être utilisée si la réflexion est limitée à une surface adjacente ou à un nombre limité d'éléments rétrodiffusants dans le volume. Pour l'application à la mammographie, le procédé de balayage pseudo-aléatoire fait que la réponse du sous- réseau chute rapidement lorsqu'on s'éloigne du point focal. L'équation (1) prédit de façon correcte la résolution de réseau et les lobes latéraux sont suffisamment faibles pour donner un bon contraste. Une résolution de faisceau de 100 microns peut être obtenue à une distance de 15 cm (6 pouces) avec un réseau carré de 7,5 cm (3 pouces) fonctionnant à 10 mHz. Le temps d'analyse, avec dépassement pour rendre l'analyse aléatoire, vaut approximativement 0,5 seconde. Cette valeur est bien en dessous de la limite imposée par les battements cardiaques faisant bouger le corps. Le second procédé de traitement des données est d'ajouter des données est d'ajouter les quatre nombres complexes résultant des quatre associations dues à la formation de paires avec Pl, P2, Ht et H2. La résolution est la moitié de celle obtenue par multiplication des sorties de sous-réseau. Avec un balayage uniforme, les lobes latéraux les plus importants ne diminuent que de six dB sur des distances allongées. Le fait d'utiliser le procédé de balayage pseudo-aléatoire diminue les lobes latéraux jusqu'à un niveau acceptable pour la mammographie. Une installation de mammographie 10 représentée à la figure 4 comprend le scanographe 100 à réseau artificiel émettant par les bords et d'autres éléments d'installation pour produire des images tridimensionnelles du sein à partir des données d'analyse, en accord avec les procédures de traitement de données décrites ci-dessus de la présente invention. L'installation de mammographie 10 est utilisée avec la patiente en position couchée sur le dos. Un bloc 11 de commande et synchronisation est utilisé dans l'installation de mammographie 10 pour produire des signaux d'instruction destinés au circuit de l'installation. Une horloge de précision 12 fonctionnant de préférence avec une précision de une partie pour 107 parties donne une base de temps absolue pendant la durée d'une analyse. On peut obtenir une dérive inférieure à 6 degrés sur la largeur d'une impulsion si l'horloge 12 est réalisée avec un oscillateur à cristal de quartz stable. Un détecteur ou moniteur 13 de battements cardiaques est utilisé pour indiquer le moment o le mouvement du sein, induit par un battement cardiaque, a suffisamment diminué pour permettre l'analyse du sein. Le détecteur 13 utilise n'importe quel procédé classique de détection comme une détection électrique, acoustique ou par accélération afin de déterminer le moment o se produit le battement cardiaque. Apres un court laps de temps permettant de garantir que le mouvement du sein a suffisamment diminué, le détecteur 13 envoie un signal au dispositif 11 de commande et synchronisation pour donner une base permettant de synchroniser l'analyse du sein avec le battement du coeur. La durée de ce laps de temps dépend du procédé utilisé pour la détection et peut être typiquement comprise entre 0,1 et 0,2 secondes. Des moteurs translateurs 14 respectifs sont prévus pour les éléments transducteurs du réseau analyseur 100 émettant par les bords, à savoir un moteur séparé 14 pour chaque transducteur Pl, P2, Hi et H2. Des circuits électroniques 16 d'entraînement de moteur commandent l'alimentation en énergie des moteurs 14 en réponse à des signaux d'instruction provenant du bloc 11 de commande et synchronisation. La figure 5 est un schéma synoptique qui représente un dispositif d'essai 140 pour un mécanisme 141 de balayage d'élément, utilisé pour tester la présente invention. Le dispositif d'essai est commandé depuis un ordinateur de table 142 et utilise des composants disponibles dans le commerce, comme représenté à la figure 5. Le mécanisme nécessaire pour déplacer un élément 143 est représenté. Lors d'une instruction provenant du bloc de commande et synchronisation de l'installation, l'ordinateur 142 délivre une instruction de position à un dispositif d'asservissement 144 qui entraîne l'élément 143 vers la position correcte avec une tige filetée de précision 146. La configuration des positions pour l'élément représenté 141 et pour les trois autres éléments (non représentés) est calculée et mémorisée au préalable dans l'ordinateur 142. Ce dispositif d'essai a été utilisé pour recueillir des données provenant de cibles et pour transformer ces données en des images. Des amplificateurs de puissance 18 et 20 respectifs de la figure 4 sont raccordés aux projecteurs P1 et P2 pour produire des signaux acoustiques (impulsions) aux emplacements des points sélectionnés sur les côtés du réseau. Apres chaque analyse du sein, le bloc 11 de commande et synchronisation prépare l'installation pour le prochain balayage et, de ce fait, attend que le prochain signal du détecteur de battements cardiaques indique que le sein est stable. A la réception du signal de battement cardiaque stable, le dispositif 11 surveille le signal d'ultrasons devant être transmis et, à un instant prédéterminé comme le prochain croisement avec le zéro dans le sens positif, le bloc de commande 11 délivre un nombre prédéterminé de cycles de signaux sonores qui constituent l'impulsion sonore à transmettre. Un retard maximal dans la transmission après réception du signal provenant du détecteur de battements cardiaques se situe probablement autour de 0,2 microseconde. Toute la synchronisation de précision de l'installation est rapportée au début de l'impulsion de l'émetteur de sorte que de petits décalages entre la réception du signal provenant du détecteur de battements cardiaques et le début de l'impulsion transmise sont essentiellement sans conséquence. Le bloc 11 de commande et synchronisation envoie des signaux d'instruction aux portes respectives 22 et 24 qui, quant à elles, déclenchent les amplificateurs de puissance 18 et 20 pour qu'ils alimentent en énergie les projecteurs Pi et P2 et génèrent les impulsions depuis chaque emplacement de points. Les hydrophones H1 et H2 recueillent le signal acoustique rétrodiffusé des transmissions de P1 et P2. Des préamplificateurs 26 et 28 amplifient et filtrent les deux signaux de sortie hydrophones qui sont alors convertis sous forme numérique par des convertisseurs analogiques/numériques respectifs 30 et 32. Les signaux numériques sont mémorisés dans une mémoire tampon rapide 34 jusqu'à ce que l'opération de balayage soit terminée. La forme des échantillons de signal mémorisés peut être soit complexe soit réelle. La forme complexe est préférée pour simplifier les calculs ultérieurs. Les signaux sont convertis en forme complexe avant que les calculs ne soient faits pour former des faisceaux focalisés. On peut effectuer cela grâce à un circuit analogique dans les préamplificateurs 26 et 28, en prenant des échantillons séquentiels espacés de 90 degrés dans les convertisseurs 30 et 32, comme préféré dans la présente, en utilisant des lignes à retard de câble coaxial ou par un filtrage numérique ultérieur. Pendant une opération de balayage, la porte 22 est d'abord débloquée par le bloc 11 de commande et synchronisation afin d'envoyer une impulsion de transmission, par l'intermédiaire de l'amplificateur de puissance 18, jusqu'au projecteur Pi. Comme la précision de la synchronisation a été établie en utilisant la même horloge de précision pour produire l'impulsion de transmission et pour commander l'échantillonnage ultérieur du signal dans le récepteur, la commande de la porte 22 n'a pas besoin d'être precise. La porte 22 est débloquée suffisamment longtemps pour laisser passer l'impulsion de transmission dans sa totalité. L'impulsion électrique provenant de l'amplificateur de puissance 18 est convertie en impulsion acoustique par le projecteur Pi et envoyée dans la région cible du sein (ou autre). Les réflexions sont recueillies par les hydrophones Hi et H2 et converties en des signaux électriques. Les signaux électriques sont à leur tour amplifiés par les préamplificateurs 26 et 28, convertis sous forme numérique par les convertisseurs 30 et 32 et mémorisés dans la mémoire 34. Une fois que les données de Pl ont été recueillies, la porte 24 de P2 est débloquée et l'opération ci-dessus est répétée, de telle sorte qu'une impulsion P2 est transmise avec des signaux de réflexion recueillis par les hydrophones Hi et H2 pour être convertis et mémorisés. Une fois que les données de P2 ont été recueillies, tous les transducteurs Pl, P2, Hi et H2 sont avancés d'un pas jusqu'à leurs prochains points sur les côtés du réseau et la procédure d'impulsions P1 et P2 décrite est répétée. On réalise de cette manière une avance pas à pas et une formation d'impulsions de l'installation 10 jusqu'à ce que le balayage soit terminé, c'est-à-dire jusqu'à ce que les éléments transducteurs aient occupé chacune de leurs positions présélectionnées sur toute la longueur des côtés du réseau émettant par les bords. Le - balayage complet peut être réalisé en approximativement 0,5 seconde, ce qui signifie que toute l'analyse peut être réalisée entre les battements cardiaques de la patiente, permettant de ce fait d'utiliser l'installation 10 pour une mammographie. Les données de réflexion recueillies à partir d'un balayage donnent une base pour réaliser l'image du volume mammaire analysé, c'est-à-dire que la forme du tissu est déterminée par les caractéristiques de réflectivité. La nature du tissu est déterminée par la forme et le contraste relatif. Des microcalcifications ont tendance à être plus réfléchissantes et apparaissent donc de manière plus claire dans l'image de sortie alors que des tumeurs ont tendance à être moins réfléchissantes que les tissus environnants. L'installation 10 a la possibilité de détecter des microcalcifications aussi petites que 100 microns ou moins parce que la résolution de l'installation est de 100 microns. Une fois le balayage du réseau terminé, les données mémorisées sont envoyées à une unité de calcul 36 qui calcule la réponse en chaque point d'intérêt dans le volume cible du sein. La réponse en chaque point d'intérêt de la cible est calculée par une mise en forme du faisceau qui consiste à ajouter de manière cohérente tous les signaux réfléchis provenant de ce point. Les intervalles de temps sont calculés pour la distance depuis chaque point de projection au point d'intérêt dans la cible et le retour au point de récupération par un hydrophone. Les valeurs de signal complexe enregistrées à ces instants sont lues dans la mémoire rapide 34 et ajoutées de manière cohérente. Les valeurs de signal échantillonnées n'existent habituellement pas aux instants précis requis de sorte que les valeurs souhaitées sont calculées par extrapolation à partir de l'échantillon le plus proche dans le temps ou par interpolation entre les échantillons enregistrés avant et après le temps d'échantillonnage voulu. Le choix d'un procédé particulier dépend de la vitesse d'échantillonnage du signal et de la forme de l'impulsion reçue. Les données de mise en forme de faisceau produites par cette opération de calcul sont une image tridimensionnelle du sein ou d'un autre volume cible. Ces données d'image sont mémorisées dans un bloc 38 et transférées ensuite à un appareil d'affichage 40, dans un format approprié à l'observation sous la forme d'une image tridimensionnelle. Cela peut être réalisé sous la forme d'une séquence de plans images dans le sein ou bien les données d'image peuvent être observées à l'aide d'un dispositif de visualisation stéréoscopique. L'appariement pseudo-aléatoire des positions de projecteur et d'hydrophone est une caractéristique importante de l'invention puisqu'elle permet facilement un contraste d'image suffisant dans les images du sein avec une diminution significative de la quantité de données et du temps de balayage. Le balayage mécanique avec les quatre éléments P1, P2, Hi et H2 du mode de réalisation de la figure 3 d'une manière pseudo-aléatoire résulte en des mouvements d'éléments relativement longs qui conduisent à un temps de balayage acceptablement court mais, néanmoins, le temps de balayage est plus long qu'il ne serait autrement. Le balayage mécanique limite également les choix de l'appariement des éléments pendant l'exécution de l'analyse. Donc, bien que le balayage mécanique avec quatre éléments transducteurs résulte en une complexité minimale pour le réseau d'analyse, le balayage mécanique limite les bénéfices que l'on pourrait obtenir par l'appariement aléatoire des positions de projecteurs et d'hydrophones en raison de la taille des ensembles d'éléments. On peut éliminer cette limite si on peuple les côtés du réseau avec des éléments réels pour former des réseaux linéaires. Chaque face d'élément de réseau linéaire est pointée vers la subdivision souhaitée du sein et ses dimensions sont choisies pour limiter la superficie de rétrodiffusion de la subdivision. Néanmoins, la quantité de données à traiter est sensiblement la même que pour les modes de réalisation avec quatre éléments et balayage mécanique. Un mode de réalisation de l'invention représenté dans les figures 6A à 6D donne un contraste accru et résout les problèmes qui limitent l'efficacité du mode de réalisation de l'invention avec balayage mécanique. Dans ce mode de réalisation, des réseaux linéaires d'éléments réels sont utilisés sur chaque côté d'un réseau carré. Le balayage du réseau est réalisé de manière électronique mais, du point de vue du concept, il est réalisé de la même manière que celle décrite pour le mode de réalisation à quatre éléments et balayage mécanique. C'est-à- dire que la projection se produit de préférence depuis une position de projecteur à un instant et la rétrodiffusion est de préférence recueillie en deux positions d'éléments hydrophones à un instant. Le contraste de l'image est fonction du rapport entre l'énergie recueillie dans le faisceau principal du transducteur et celle recueillie dans les lobes latéraux environnants. Quand une résolution élevée est ajoutée à une seconde dimension du faisceau du réseau, l'énergie de lobe latéral par rapport à l'énergie de lobe principal est élevée au carré. Cela peut être compensé si l'on réduit les lobes latéraux autant que possible et si on limite la superficie des lobes latéraux qui recueillent l'énergie. Donc, les couvertures de la configuration du faisceau des éléments de réseau peuvent être limitées pour donner une analyse de subdivision de volume. De ce fait, un sein est analysé selon l'invention comme une séquence de petites subdivisions volumiques. Le diamètre de surface de chaque subdivision volumique est approximativement 60 fois le diamètre du lobe principal dans le mode de réalisation des figures 6A à 6D. La figure 6A est une représentation générale montrant un scanographe 200 avec des réseaux réels linéaires de projecteurs et d'hydrophones 202, 204, 206 et 208 faits d'éléments transducteurs basculés en direction d'une petite subdivision volumique 212 d'un sein. Les réseaux linéaires de projecteurs et hydrophones 202 à 208 peuvent être physiquement basculés afin que chacun soit en vis-à-vis de la subdivision volumique 212 du sein. Quand quatre éléments sont déplacés mécaniquement pour l'analyse de la subdivision volumique d'un sein, le réseau du scanographe comporte deux systèmes de balayage mécanique. Un premier dispositif de balayage 235 déplace les quatre éléments le long des côtés du réseau dans le plan xy du réseau, comme précédemment décrit. Ce mécanisme de balayage des éléments est fixé à un second mécanisme de balayage mécanique 237 qui centre le réseau dans trois dimensions au-dessus des diverses positions des subdivisions volumiques. Les subdivisions volumiques traversent habituellement le sein jusqu'à la paroi thoracique. La distance entre le réseau et la paroi thoracique est réglée pour les différentes formes de femmes. Les deux ensembles de balayage comprennent des codeurs qui renvoient les positions de l'élément et du réseau à des sous-systèmes électroniques de commande de l'entraînement qui constituent une partie interne du circuit électronique d'entraînement des moteurs. Les éléments sont déplacés sur le même dessin-prédéterminé pour chaque fonction du circuit électronique et pour chaque balayage de subdivisions volumiques. Dans une version simple, le réseau est également positionné au-dessus du même motif de position de subdivisions volumiques pour chaque sein. Autrement, l'opérateur précise la région d'analyse par l'intermédiaire d'un point de commande comme un ordinateur de table au bloc de commande et synchronisation. Chaque position de subdivision volumique est connue à la précision de l'appareil de balayage du réseau qui sera typiquement de 2,5 centièmes de millimètre (0,001 pouce). Les positions des subdivisions volumiques sont choisies pour se chevaucher suffisamment afin d'assurer une couverture à 100 %, compte tenu des petits mouvements du corps, pendant une analyse du sein. Il n'est généralement pas nécessaire de raccorder les subdivisions volumiques avec précision pour détecter une tumeur. Si une liaison précise des subdivisions volumiques est nécessaire pour une quelconque raison, elle peut être effectuée à l'aide d'un processeur spécialisé, utilisant des techniques classiques d'appariement de topographie. Quand les côtés du réseau sont balayés de manière électronique, l'appareil de balayage mécanique des éléments est remplacé par l'appareil de balayage électronique et le second appareil de balayage mécanique du réseau est utilisé comme décrit ci-dessus. La figure 6B montre un sous-système 219 qui contient des circuits de commutation 221, 223, 225 et 227 pour choisir individuellement des éléments transducteurs 214 et 216 du réseau linéaire, en vue respectivement d'une projection et d'une réception. Du point de vue conceptuel, l'opération de balayage électronique des éléments transducteurs 214 et 216 du réseau linéaire est essentiellement la même que celle décrite pour les éléments déplacés mécaniquement de la figure 2. Un élément terminal 218 de la ligne de projecteurs 202 est choisi pour commencer la transmission. L'amplificateur de puissance 18 (figure 4) excite l'élément terminal 218 par l'intermédiaire du commutateur de sélection 220. Un élément hydrophone 222 ou 224 est choisi dans chaque réseau linéaire 206 et 208 d'hydrophones pour recevoir l'énergie rétrodiffusée provenant de la subdivision volumique 212 du sein. Les deux sorties des éléments hydrophones sont renvoyées aux préamplificateurs 28 (figure 4). Une fois que l'énergie de rétrodiffusion a été récupérée, un élément d'extrémité 226 dans le réseau linéaire 204 de projecteurs est choisi pour la transmission et deux éléments hydrophones différents sont choisis pour recueillir l'énergie de rétrodiffusion. L'étape suivante consiste à sélectionner le prochain élément dans le réseau linéaire 202 de projecteurs, à sélectionner deux nouveaux élémentshydrophones dans les réseaux linéaires 206 et 208 d'hydrophones et à répéter l'opération de transmission/ réception. Cette opération de choix successifs des éléments projecteurs 214, alternativement dans les réseaux linéaires 202 et 204 de projecteurs et d'appariement de chacun d'eux avec deux éléments hydrophones 216 dans les réseaux linéaires 206 et 208 d'hydrophones, se poursuit jusqu'à ce que tous les éléments projecteurs 214 aient été utilisés dans un balayage. De préférence, la disposition par paires entre les éléments projecteurs et hydrophones 214 et 216 est choisie afin de minimiser les lobes latéraux du faisceau. Les dimensions d'une subdivision volumique du sein sont limitées par une réduction suffisante des largeurs de faisceaux de l'élément transducteur. On diminue les niveaux des lobes latéraux en augmentant le nombre de points élémentaires. Ces deux exigences sont généralement incompatibles puisqu'une augmentation du nombre d'éléments diminue la largeur de l'élément dans le réseau linéaire, avec pour résultat une augmentation excessive de la largeur de faisceau de l'élément dans une dimension. La figure 6C représente l'opération préférée utilisée pour éviter ce problème. Les commutateurs de sélection 221, 223, 225 et 227 d'éléments projecteurs ou hydrophones sélectionnent plusieurs éléments adjacents à la fois. Les sorties de ces éléments adjacents sont combinées dans un réseau à retard 223 qui forme un faisceau focalisé pointé vers la subdivision volumique 212 du sein. Quand cette étape de composition d'éléments est terminée, les commutateurs de sélection choisissent le prochain groupe d'éléments. La figure 6D montre un sous-système 230 incluant un dispositif électronique d'entraînement 231 et des moteurs translateurs 232 utilisés pour positionner le scanographe. Un ensemble 234 transducteur ou analyseur peut comprendre soit le dispositif de balayage mécanique des quatre éléments représenté à la figure 2, soit l'ensemble électronique à double balayage des figures 6A à 6C. Le réseau 234 contient un premier analyseur 235 et un second analyseur 237 et est placé de façon mécanique au- dessus du sein, dans une séquence de positions qui donne un balayage de toutes les subdivisions volumiques qui, assemblées, constituent le volume total du sein. Le sous- système de positionnement est commandé par le bloc de commande 11 dans cette opération. Le temps d'analyse du sein est déterminé principalement par le produit du nombre de subdivisions volumiques du sein et le temps requis pour le repositionnement du réseau transducteur. Si on suppose que le mécanisme translateur de réseau est actionné à la vitesse maximale acceptable, la vitesse d'analyse peut être améliorée grâce à une augmentation du -rapport d'énergie entre le lobe principal et les lobes latéraux. Cela augmente le diamètre de la subdivision volumique. En cours d'opération, la patiente repose sur le dos, avec une poche en forme d'auge, contenant de l'eau ou un autre fluide constituant un milieu acoustique approprié, posée sur sa poitrine. Le scanographe est placé dans l'eau au-dessus d'elle et orienté vers sa poitrine. Le premier analyseur est composé de l'analyseur à quatre éléments de la figure 3 ou de l'analyseur à quatre réseaux linéaires d'éléments représenté à la figure 6A. Une subdivision volumique de la poitrine est balayée en accord avec la position du premier analyseur. Le second analyseur déplace tout l'ensemble du premier analyseur en différentes positions sur la poitrine de façon à ce que le réseau du premier analyseur puisse balayer les subdivisions volumiques en différents emplacements. La ligne de retour de la figure 4, intitulée position du réseau transducteur, indique à l'installation de mémorisation et traitement des données d'image l'emplacement du premier analyseur sur la poitrine, permettant de ce fait une identification des données de retour par rapport à la subdivision volumique concernée de la poitrine. Quand toutes les subdivisions volumiques ont été analysées, les données mémorisées résultantes peuvent être traitées en vue d'un affichage tridimensionnel ou en coupe de toute la poitrine ou de parties de celle-ci. Une raison principale de la dégradation du contraste est due aux caractéristiques acoustiques hétérogènes de la poitrine. On obtient une réponse de lobe principal maximale quand toute l'énergie transmise depuis différents points dans le réseau transducteur, réfléchie par un point de la poitrine et recueillie par le réseau, est ajoutée en coïncidence temporelle parfaite. Cela se produit si le réseau est relativement petit parce que tous les trajets acoustiques sont les mêmes. Cependant, obtenir une résolution de 100 microns ou moins nécessite un réseau transducteur relativement grand. Un réseau carré réel, fonctionnant à 10 mHz, placé à 15 cm (6 pouces) au-dessus de la paroi thoracique, aura une largeur de 20 cm (8 pouces). L'angle sous- tendu depuis un point de la paroi thoracique et les dimensions maximales du réseau vaut 87 degrés. Des différences dans la vitesse moyenne du son et dans l'atténuation sur de tels trajets divergents diminuent la réponse de pics du lobe principal sans diminuer l'énergie des lobes latéraux. Des procédés pour corriger ce type de dégradation exigent une correction appropriée des données provenant de chaque trajet acoustique après qu'elles ont été recueillies. En général, des réseaux artificiels ont un angle sous-tendu qui vaut la moitié de celui des réseaux réels pour une fréquence et une résolution identiques. Les données de réseaux réels sont également traitées après récupération et sont par conséquent disponibles pour la suppression de la distorsion du trajet acoustique. Pour réaliser un réseau artificiel, il faut déplacer le point de transmission sur toute l'étendue du réseau. En chaque position, il émet et les données de rétrodiffusion sont recueillies par les hydrophones. Pendant cette opération de balayage, le sein doit rester immobile sinon une distorsion se produira qui réduira le rapport entre le lobe principal et les lobes latéraux, et il est donc nécessaire de terminer le balayage entre les battements cardiaques de la patiente. Cela est réalisé, comme précédemment décrit, grâce à l'utilisation de l'appareil de surveillance cardiaque 13 (figure 4) qui détecte les battements cardiaques et envoie les signaux de données de capteur résultant au dispositif 11 de commande du sonar. Un réseau plein comme le réseau carré de 20 cm (8 pouces) pourrait comprendre entre 2,6 x 104 et 3 x 106 éléments transducteurs. Le nombre le plus élevé concerne un réseau plan utilisant des procédures de fabrication connues. Le nombre le plus bas est basé sur une optimisation des dimensions et de l'angle d'observation de chaque élément. Toutefois, ces deux approches sont hors de portée de l'état existant de la technique. On obtient un contraste amélioré et un temps de balayage réduit grâce à l'invention qui utilise une structure réalisable avec des éléments disponibles dans le commerce à un coût-acceptable. En résumé, l'invention utilise un balayage et un traitement des données qui permet de réaliser une scanographie tridimensionnelle par ultrasons avec une résolution très élevée, contrairement aux installations d'imagerie par ultrasons de l'art antérieur qui ont été limitées à une résolution valant au mieux environ 1 mm. Dans une installation de mammographie, l'invention permet d'obtenir l'image du sein de façon fiable avec une résolution meilleure que 100 microns et elle le fait sans exposition dangereuse aux radiations ni douleur pour la patiente. La résolution de l'installation 10 résulte d'un faible étalement de faisceau au niveau du point focal, de 0,035 degrés ou moins. Donc, l'invention propose une installation de mammographie sans danger qui peut être * utilisée pour rechercher efficacement des micro- calcifications et des tumeurs du sein et peut donc servir de dispositif de dépistage du cancer du sein. Dans le fonctionnement de l'invention, des positions de projecteurs et d'hydrophones sont appariées pour former des sous-réseaux orthogonaux artificiels. Des faisceaux orthogonaux en éventail sont créés avec des orientations déterminées par la façon dont les éléments sont appariés pour former les sous-réseaux artificiels orthogonaux. Un réseau artificiel, carré ou rectangulaire, émettant par les bords est réalisé par une multiplication des sorties des deux sous-réseaux orthogonaux artificiels dans lesquels les faisceaux de sous-réseaux en éventail sont orthogonaux ou presque orthogonaux dans le cas d'un réseau rectangulaire. Un réseau artificiel, carré ou rectangulaire, émettant par les bords est également réalisé par l'addition des sorties des deux sous-réseaux artificiels orthogonaux lorsque les faisceaux de sous- réseaux sont orthogonaux ou presque orthogonaux dans le cas d'un réseau rectangulaire. La configuration de balayage des éléments hydrophones ou projecteurs peut. être pseudo- aléatoire afin de modifier le faisceau de sous-réseau en éventail pour lui donner une forme de réseau avec une résolution élevée dans toutes les directions, permettant d'obtenir ainsi un rapport élevé du signal par rapport à la réflexion, c'est-à-dire un contraste élevé dans des environnements fortement réfléchissants. On obtient une résolution de faisceau supérieure pour un nombre de points élémentaires, des dimensions de réseaux et un niveau de lobes latéraux donné à celui obtenu avec n'importe quelle autre technique connue de réseaux transducteurs. Dans un premier mode de réalisation, on peut effectuer le balayage par un déplacement mécanique des éléments transducteurs le long des côtés limites du réseau analyseur émettant par les bords ou, dans un autre mode de réalisation, par une commutation électronique entre des éléments transducteurs fixes placés dans des réseaux linéaires le long des côtés limites du réseau analyseur émettant par les bords. L'utilisation du balayage pseudo-aléatoire, pour les éléments de balayage mécaniques ou les éléments de balayage linéaire électroniques, est importante parce qu'elle donne une résolution double de celle d'un réseau réel de mêmes dimensions et des lobes -latéraux faibles. Elle offre également un autre des avantages de l'invention, à savoir le petit nombre de données à recueillir et à traiter. En outre, l'installation 10 de mammographie donne une qualité améliorée de l'image du sein avec un réseau analyseur qui peut être fabriqué facilement et avec une installation électronique de traitement de données qui est réalisable industriellement. Le volume d'échantillons de données par sein est inférieur à 32 méga-octets. La vitesse réelle de multiplication est d'approximativement 3 x 10 7 par seconde pour analyser 100 poitrines par jour. Cela peut être réalisé à l'aide de deux microprocesseurs de signal numérique de l'art actuel placés dans un ordinateur de table hôte. La surveillance du coeur permet que toutes les analyses soient effectuées sans distorsion due aux mouvements provoqués par les battements cardiaques. Comme avantage supplémentaire, on peut dire que l'on produit une image tridimensionnelle de la poitrine, facilitant de ce fait l'observation tridimensionnelle par rapport à la mammographie aux rayons X. Donc, le logiciel de traitement de l'image peut découper les données suivant n'importe quel plan souhaité pour réaliser l'image de la poitrine dans ce plan. Cela aide à la classification des caractéristiques de l'image. Que l'on utilise un balayage mécanique ou électronique, on obtient un meilleur contraste d'image si l'on utilise l'installation de mammographie pour analyser un sein dans des subdivisions volumiques successives jusqu'à avoir analysé le sein complet. En général, l'invention peut être mise en oeuvre avec des réseaux analyseurs carrés ou avec des réseaux analyseurs rectangulaires dans la mesure o le nombre d'éléments transducteurs est le même pour chaque côté du réseau émettant par les bords. Il est à noter également que l'invention peut être mise en oeuvre dans des applications autres que la mammographie. L'invention peut donc être utilisée dans n'importe qu'elle application o un mouvement relatif entre le réseau et les objets contenus dans le volume analysé n'est pas excessif pendant la période d'analyse. Par exemple, un réseau carré de 76 cm (30 pouces) peut produire une résolution de 1,25 x 1,25 x 1,25 cm (0,5 x 0,5 x 0,5 pouces) à 33 mètres (100 pieds) sur un secteur angulaire de 60 degrés. Le temps de balayage est de secondes. La description précédente du mode préféré de réalisation a été présentée pour illustrer l'invention. Elle n'est pas destinée à être exhaustive ni à limiter l'invention à la forme divulguée. Lors de la réalisation de l'invention, de nombreuses modifications et variantes peuvent y être apportées par l'homme du métier sans quitter le champ d'application de la présente invention. REVENDICATIONS 1. Installation (10) de mammographie par ultrasons ayant un réseau analyseur artificiel avec une limite formée par des côtés prédéterminés comprenant chacun (234) des points successifs de position avec un espacement prédéterminé entre eux, des moyens (P1, P2; 214) pour envoyer des signaux acoustiques dans le volume d'un sein à analyser, des moyens (H1, H2; 216) pour recevoir des signaux réfléchis provenant de l'intérieur du volume du sein à analyser, les moyens de projection et les moyens de réception étant disposés en des emplacements prédéterminés le long des côtés du réseau analyseur, des moyens (14, 16, 1l -; 219) pour faire avancer pas à pas les moyens de projection et les moyens de réception d'un point à un autre point le long des côtés du réseau afin de permettre la réalisation d'une analyse du volume du sein, des moyens (18, 20) pour alimenter en énergie les moyens de projection afin qu'ils transmettent un signal acoustique dans le volume du sein depuis chaque point auquel ces moyens de projection ont été placés, et des moyens (26, 28, 30, 32, 34, 36) pour traiter les signaux électriques produits par les moyens de réception en réponse à des signaux acoustiques réfléchis reçus en chaque point auquel ont été placés les moyens de réception, pour donner de ce fait des données d'image correspondant au volume de sein analysé, l'installation étant caractérisée par: - un moyen (11) pour commander la vitesse à laquelle les moyens d'avance pas à pas et d'alimentation en énergie sont actionnés afin que des données suffisantes de retour soient produites pour permettre que l'analyse du sein soit effectuée normalement en moins de temps que le temps compris entre les battements cardiaques d'une patiente; - des moyens (13) pour surveiller le coeur de la patiente afin de produire une indication pour chaque battement cardiaque de la patiente; - des moyens (11) pour actionner le moyen d'avance pas à pas, le moyen d'alimentation en énergie et le moyen de commande de la vitesse afin que le volume du sein soit analysé après la détection d'un battement cardiaque et avant le battement cardiaque suivant; et - des moyens (38, 40) pour traiter les données d'image en vue d'une visualisation. 2. Installation selon la revendication 1, caractérisée en outre par le fait que soit le moyen de projection, soit le moyen de réception, soit les deux, sont déplacés d'un point à un autre d'une manière aléatoire, de telle sorte que chaque position de moyen de réception soit appariée avec au moins une position de moyen de projection, chaque côté limite étant totalement balayé. 3. Installation selon la revendication 1, caractérisée en outre par le fait que les signaux électriques incluent les sorties respectives des côtés du réseau et que le moyen de traitement de signal électrique multiplie les sorties des côtés du réseau. 4. Installation selon la revendication 1, caractérisée en outre par le fait que les signaux électriques incluent les sorties respectives des côtés du réseau et que le moyen de traitement des signaux électriques ajoute les sorties des côtés du réseau. 5. Installation selon la revendication 1, caractérisée en outre par le fait que: - le réseau est un réseau à quatre côtés; - les moyens de projection comprennent des premier et second projecteurs; - les moyens de réception comprenant des premier et second hydrophones; - les projecteurs et les hydrophones sont disposés de manière alternée sur les côtés respectifs du réseau; - les moyens d'avance pas à pas font avancer pas à pas les projecteurs et hydrophones respectifs, d'un point à un autre, à l'unisson; - les moyens d'alimentation en énergie alimentent en énergie les premier et second projecteurs de façon successive pour transmettre chaque premier et second signal acoustique provenant des points respectifs de projecteur dans des étapes successives de fonctionnement; et - les moyens de traitement traitent les signaux électriques produits par les premier et second hydrophones dans chaque étape du fonctionnement. 6. Installation selon la revendication 2, caractérisée en outre par le fait que: - le réseau est un réseau à quatre côtés; - les moyens de projection comprennent des premier et second projecteurs; - les moyens de réception comprenant des premier et second hydrophones; - les projecteurs et les hydrophones sont disposés de manière alternée sur les côtés respectifs du réseau; - les moyens d'avance pas à pas font avancer pas à pas les projecteurs et hydrophones respectifs, d'un point à un autre, à l'unisson; - les moyens d'alimentation en énergie alimentent en énergie les premier et second projecteurs de façon successive pour transmettre des premiers et seconds signaux acoustiques successifs provenant des points respectifs de projecteur dans des étapes successives de fonctionnement; et - les moyens de traitement traitent les signaux électriques produits par les premier et second hydrophones dans chaque étape de fonctionnement. 7. Installation (10) de mammographie par ultrasons ayant un réseau analyseur artificiel (234) avec une limite formée par des côtés prédéterminés comprenant chacun des points successifs de position avec un espacement prédéterminé entre eux, des moyens (Pl, P2; 214) pour envoyer des signaux acoustiques dans le volume d'un sein à analyser, des moyens (Hi, H2; 216) pour recevoir des signaux réfléchis provenant de l'intérieur du volume du sein à analyser, les moyens de projection et les moyens de réception étant disposés en des emplacements prédéterminés le long des côtés du réseau analyseur, et des moyens (14, 16, 11; 219) pour faire avancer pas à pas les moyens de projection et les moyens de réception d'un point à un autre point le long des côtés du réseau afin de permettre la réalisation d'une analyse du volume du sein, l'installation étant caractérisée par: - les moyens de projection et de réception sont disposés et actionnés pour utiliser une largeur de faisceau qui rend le volume analysé du sein égal à une subdivision volumique d'un sein, - des moyens (18, 20) pour alimenter en énergie les moyens de projection afin qu'ils envoient un signal acoustique dans la subdivision volumique du sein depuis chaque point au niveau duquel les moyens de projection ont été placés; des moyens (26, 28, 30, 32, 34, 36) pour traiter les signaux électriques produits par les moyens de réception en réponse à des signaux acoustiques réfléchis reçus en chaque point auquel ont été placés les moyens de réception, pour donner de ce fait des données d'image correspondant à la subdivision volumique de sein analysée; - un moyen (11) pour commander la vitesse à laquelle les moyens d'avance pas à pas et d'alimentation en énergie sont actionnés afin que des données suffisantes de retour soient produites pour permettre que l'analyse d'une subdivision volumique du sein soit effectuée normalement en moins de temps que le temps compris entre les battements cardiaques d'une patiente; - des moyens (234) pour entraîner le réseau analyseur vers des positions successives dans lesquelles le réseau analyseur est actionné comme défini pour produire des analyses successives des subdivisions volumiques du sein qui sont combinées pour former une image du volume complet du sein; et - des moyens (38, 40) pour traiter les données d'image en vue d'une visualisation. 8. Installation selon la revendication 1, caractérisée, en outre, par le fait que les moyens de projection et de réception sont disposés et actionnés de façon à utiliser une largeur de faisceau qui rend le volume de sein analysé égal à une subdivision volumique d'un sein, et - des moyens (234) sont prévus pour entraîner le réseau analyseur vers des positions successives dans lesquelles le réseau analyseur est actionné comme défini pour produire des analyses successives de subdivisions volumiques du sein qui sont combinées pour former une image du volume complet du sein. 9. Installation selon la revendication 8, caractérisée en outre par le fait que soit le moyen de projection, soit le moyen de réception, soit les deux, sont déplacés d'un point à un autre d'une manière aléatoire, de telle sorte que chaque position de moyen de réception soit appariée avec au moins une position de moyen de projection, chaque côté limite étant totalement balayé. 10. Installation selon la revendication 8, caractérisée en outre par le fait que: - le réseau est un réseau à quatre côtés; - les moyens de projection comprennent des premier et second projecteurs; - les moyens de réception comprenant des premier et second hydrophones; - les projecteurs et les hydrophones sont disposés de manière alternée sur les côtés respectifs du réseau; - les moyens d'avance pas à pas font avancer pas à pas les projecteurs et hydrophones respectifs, d'un point à un autre, à l'unisson; - les moyens d'alimentation en énergie alimentent en énergie les premier et second projecteurs de façon successive pour transmettre chaque premier et second signal acoustique provenant des points respectifs de projecteur dans des étapes successives de fonctionnement; et - les moyens de traitement traitent les signaux électriques produits par les premier et second hydrophones dans chaque étape du fonctionnement. 11. Installation selon la revendication 8, caractérisée en outre par le fait que: - le réseau est un réseau à quatre côtés; - les moyens de projection comprennent des premier et second projecteurs; - les moyens de réception comprenant des premier et second hydrophones; - les projecteurs et les hydrophones sont disposés de manière alternée sur les côtés respectifs du réseau; - les moyens d'avance pas à pas font avancer pas à pas les projecteurs et hydrophones respectifs, d'un point à un autre, à l'unisson; - les moyens d'alimentation en énergie alimentent en énergie les premier et second projecteurs de façon successive pour transmettre des premiers et seconds signaux acoustiques successifs provenant des points respectifs de projecteur dans des étapes successives de fonctionnement; et - les moyens de traitement traitent les signaux électriques produits par les premier et second hydrophones dans chaque étape de fonctionnement. 12. Installation de mammographie par ultrasons comprenant un réseau analyseur avec une limite formée par au moins quatre côtés ayant chacun des points de position successifs avec un espacement prédéterminé entre eux, un moyen pour envoyer des signaux acoustiques dans un volume de sein à analyser, un moyen pour recevoir des signaux réfléchis provenant de l'intérieur du volume du sein à analyser, l'installation étant caractérisée par: - le fait que le moyen de projection inclut des premier et second réseaux linéaires (214) d'éléments projecteurs placés sur les premier et second réseaux linéaires de projection avec un espacement de point entre éléments; - les moyens de réception incluent des premier et second réseaux linéaires (216) d'éléments de réception placés sur les premier et second réseaux linéaires de réception avec un espacement de point entre éléments; - les réseaux linéaires de projection et réception sont placés de manière alternée sur les côtés respectifs du réseau; - un moyen (219) pour réaliser le fonctionnement pas à pas des éléments de projection et des éléments de réception de point en point le long des réseaux linéaires d'éléments afin de permettre la réalisation d'une analyse du volume du sein; - des moyens (18, 20) pour alimenter en énergie chaque élément projecteur afin qu'il envoie un signal acoustique dans le volume du sein depuis chaque point de projection lorsque chaque élément de projection est validé pour le fonctionnement par le moyen d'avance pas à pas; - des moyens (21, 23, 30, 32, 34, 36, 38) pour traiter les signaux électriques produits par chaque élément de réception en réponse à des signaux acoustiques réfléchis provenant de chaque point de réception lorsque chaque élément de réception est validé pour le fonctionnement par les moyens d'avance pas à pas; - un moyen (11) pour commander la vitesse à laquelle les moyens d'avance pas à pas et d'alimentation en énergie sont actionnés afin que des données suffisantes de retour soient produites pour permettre d'exécuter normalement une analyse du sein en moins de temps que le temps compris entre des battements cardiaques d'une patiente; et - des moyens (38, 40) pour traiter les données d'image en vue d'une visualisation. 13. Installation selon la revendication 12, caractérisée, en outre, par le fait que les moyens d'avance pas à pas comprennent un moyen de commutation (219) pour activer les éléments de projection en vue de la création d'un signal acoustique et pour activer les éléments de réception en vue de la création de signaux de sortie correspondant aux signaux acoustiques réfléchis en accord avec le fonctionnement des moyens de commande et des moyens de traitement. 14. Installation selon la revendication 12, caractérisée par le fait que chaque élément de projection est apparié à une paire d'éléments de réception, et que les moyens de commande et le moyen d'avance pas à pas sont actionnés pour activer chaque groupe apparié d'éléments de réception et de projection d'un point de projection à un autre point de projection d'une manière aléatoire, chaque côté limite étant totalement balayé. 15. Installation selon la revendication 12, caractérisée, en outre, par un moyen (13) pour surveiller le coeur d'une patiente afin de produire une indication pour chaque battement cardiaque de la patiente, et - un moyen (11) pour actionner le moyen d'avance pas à pas, le moyen d'alimentation en énergie et le moyen de commande de la vitesse afin que le volume du sein soit balayé après un battement cardiaque détecté et avant le battement cardiaque suivant. 16. Installation selon la revendication 12, caractérisée, en outre, par le fait que les moyens de projection et de réception sont disposés et actionnés pour utiliser une largeur de faisceau qui rend le volume analysé du sein égal à une subdivision volumique d'un sein, et - un moyen (234) pour entraîner le réseau analyseur vers des positions successives dans lesquelles le réseau analyseur est actionné comme défini afin de produire des analyses successives de subdivisions volumiques du sein qui sont combinées pour former une image de tout le volume du sein. 17. Installation selon la revendication 16, caractérisée, en outre, par le fait que chaque élément de projection est apparié à une paire d'éléments de réception et que le moyen de commande et le moyen d'avance pas à pas sont actionnés pour activer chaque groupe apparié d'éléments de projection et de réception d'un point de projection à un autre point de projection d'une manière aléatoire, chaque côté limite étant totalement balayé. 18. Installation selon la revendication 14, caractérisée, en outre, par un moyen (13) pour surveiller le coeur d'une patiente afin de produire une indication pour chaque battement cardiaque de la patiente, et - un moyen (11) pour actionner le moyen d'avance pas à pas, le moyen d'alimentation en énergie et le moyen de commande de la vitesse afin que le volume du sein soit balayé après un battement cardiaque détecté et avant le battement cardiaque suivant. 19. Installation selon la revendication 14, caractérisée, en outre, par un moyen (13) pour surveiller le coeur d'une patiente afin de produire une indication pour chaque battement cardiaque de la patiente, et - un moyen (11) pour actionner le moyen d'avance pas à pas, le moyen d'alimentation en énergie et le moyen de commande de la vitesse afin que le volume du sein soit balayé après un battement cardiaque détecté et avant le battement cardiaque suivant. 20. Installation selon la revendication 16, caractérisée, en outre, par un moyen (13) pour surveiller le coeur d'une patiente afin de produire une indication pour chaque battement cardiaque de la patiente, et - un moyen (11) pour actionner le moyen d'avance pas à pas, le moyen d'alimentation en énergie et le moyen de commande de la vitesse afin que le volume du sein soit balayé après un battement cardiaque détecté et avant le battement cardiaque suivant. 21. Installation selon la revendication 2, caractérisée, en outre, par le fait que chaque position de moyen de projection est appariée avec deux positions de moyen de réception. 22. Installation selon la revendication 7, caractérisée, en outre, par le fait que chaque position de moyen de projection est appariée avec deux positions de moyen de réception. 23. Installation selon la revendication 12, dans laquelle la structure du réseau d'analyse est caractérisée. en outre par: - un premier ensemble d'analyse fonctionnant pour effectuer une projection et une réception des signaux acoustiques comme décrit; et un second ensemble d'analyse couplé au premier ensemble d'analyse.